JP2001511584A - Compact X-ray device with cold cathode - Google Patents

Compact X-ray device with cold cathode

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JP2001511584A
JP2001511584A JP2000504589A JP2000504589A JP2001511584A JP 2001511584 A JP2001511584 A JP 2001511584A JP 2000504589 A JP2000504589 A JP 2000504589A JP 2000504589 A JP2000504589 A JP 2000504589A JP 2001511584 A JP2001511584 A JP 2001511584A
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cathode
supply device
rays
getter
connector
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Application number
JP2000504589A
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Japanese (ja)
Inventor
アイ． チョーネンキー，ビクター
アール． フォーマン，マイケル
エル． シュレイナー，デール
Original Assignee
メドトロニック エーブイイー，インコーポレイティド
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Publication date
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    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1001—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy using radiation sources introduced into or applied onto the body; brachytherapy
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    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
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    • A61N5/1001—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy using radiation sources introduced into or applied onto the body; brachytherapy
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Abstract

Generally, the present invention provides a device for insertion into a body and delivery of x-ray radiation, and a method for fabricating such a device. The device includes a connector, the vacuum housing, an anode and a cathode having a granular surface and being composed of a material that allows it to act as a getter. The cathode may also contain diamond material in one embodiment.

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】 発明の分野 本発明は冷陰極を有するＸ線放出装置及びその製造方法に関し、特に心臓血管
組織等の人体の脈管、管腔又は空洞に放射線を供給して再狭窄その他の症状を治
療する冷陰極を有する小型Ｘ線放出装置及びその製造方法に関する。 発明の背景 医療科学においては、医師および科学者は患者の治療を行うのに切開部を少な
くするように努力を続けている。人体に対してなるべく切開部が少ない治療法を
用いることによって、医師は患者のストレスを大幅に軽減することができる。例
えば、腹腔鏡検査技術によって内科医は人体の内部を探索して、皮膚の小さな開
口を通じて手術を行うことができる。切開部が少なくてすむ医療技術は、心臓血
管症、食道逆流症、その他の人体の脈管、空洞、および内腔の病気に対して使用
する場合に特に有益である。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray emission device having a cold cathode and a method of manufacturing the same, and more particularly, to supplying radiation to a vessel, lumen or cavity of a human body such as cardiovascular tissue to reduce restenosis and other symptoms. The present invention relates to a small X-ray emission device having a cold cathode to be treated and a method for manufacturing the same. BACKGROUND OF THE INVENTION In medical science, physicians and scientists continue to strive to reduce incisions in treating patients. By using therapies with as few incisions in the human body as possible, physicians can greatly reduce patient stress. For example, laparoscopic techniques allow a physician to search inside the human body and perform surgery through small openings in the skin. Medical techniques that require fewer incisions are particularly beneficial when used for cardiovascular disease, esophageal reflux disease, and other diseases of the vasculature, cavity, and lumen of the human body.

【０００２】 心臓血管の病気は数百万人もの人々を苦しめ、しばしば心臓発作や死に至らし
める。多数の心臓血管の病気に共通する一つの態様は、動脈および脈管の壁の狭
窄および肥厚であり、これらは血管を通じて流れる血流を少なくする。バイパス
手術によることなく、閉塞した動脈を再開放させる血管再生術が開発されてきた
。しかしながら、血管再生術の後に血管が再び塞がる場合が多い。血管壁に肥厚
作用が再発するのが再狭窄である。再狭窄は第二の血管再生術と実際上のバイパ
ス手術とをしばしば必要とする。バイパス手術は患者に対して大きなストレスを
与えて、胸部を切開する必要があって、感染、麻酔、および心不全の危険性をも
たらす。[0002] Cardiovascular disease afflicts millions of people, often leading to heart attacks and death. One common aspect of many cardiovascular diseases is the narrowing and thickening of arterial and vascular walls, which reduce blood flow through blood vessels. Revascularization has been developed to reopen blocked arteries without bypass surgery. However, in many cases, blood vessels are closed again after revascularization. Restenosis is the recurrence of the thickening effect on the vessel wall. Restenosis often requires a second revascularization procedure and a practical bypass procedure. Bypass surgery puts great stress on the patient, necessitates an incision in the chest, and carries the risk of infection, anesthesia, and heart failure.

【０００３】 狭窄を防止し又は治療する有効な方法は、多数の人々に恩恵をもたらすことが
できる。一つの方法としては、薬物治療によって再狭窄を防止し又は少なくする
ことである。例えば、抗凝固薬及び動脈平滑筋増殖抑制薬として、ヘパリンが使
用されてきた。デキサメタゾンは平滑筋の増殖を防止する他の薬剤である。その
ような抗凝固薬と増殖抑制薬とは、血管再生術後の再狭窄を防ぎ、血管再生術を
繰り返さなくてもよいようにするのに有効であると指摘されている。[0003] Effective methods of preventing or treating stenosis can benefit a large number of people. One approach is to prevent or reduce restenosis by drug treatment. For example, heparin has been used as an anticoagulant and an arterial smooth muscle growth inhibitor. Dexamethasone is another drug that prevents smooth muscle proliferation. It has been pointed out that such anticoagulants and antiproliferative drugs are effective in preventing restenosis after revascularization surgery and eliminating the need to repeat revascularization surgery.

【０００４】 最も効果を発揮させて関連する危険性を少なくするために、処理されるべき領
域にこれらの薬剤を直接的に供給することが望ましい。切開部を少なくするため
に、人体の心臓血管系又は循環系内に挿入するように構成された薬剤供給装置を
使用する必要がある。このような薬剤供給装置は、約２から４ミリメートルの直
径の小血管に入り込む必要がある。このような薬剤供給装置は、屈曲した通路に
追従してヘアピン状に屈曲する必要がある。It is desirable to deliver these agents directly to the area to be treated in order to be most effective and reduce the associated risks. In order to reduce incisions, it is necessary to use a drug delivery device configured to be inserted into the cardiovascular or circulatory system of the human body. Such drug delivery devices need to penetrate small blood vessels of about 2 to 4 millimeters in diameter. Such a drug supply device needs to be bent into a hairpin shape following the bent path.

【０００５】 それゆえ、これら薬剤及びその他の有効な薬剤を再狭窄が起きた箇所に供給す
るための多数の形式のカテーテルが開発されてきた。薬剤を局所的に供給するこ
とに伴う主な問題点は、血流によって薬剤が直ちに洗い流され、供給された薬剤
のうちの少量だけしか実際に血管壁に吸収されないことである。この問題を解決
するために、カテーテルは繰り返し加圧することによって薬剤を組織又は局所内
に注入するが、潜在的に内腔壁に損傷を与える場合がある。圧力を使用しない供
給技術においては、当該領域を血流から隔離するための閉塞用バルーンを使用し
て、薬剤を十分に吸収させる。しかしながら、動脈内の血流は、薬剤が供給され
ている限られた時間だけ閉塞されるのみでありうる。これら問題点及びその他の
問題点のために、薬剤を局所的に供給しても、再狭窄の箇所に十分に吸収させる
ことができない。[0005] Therefore, a number of types of catheters have been developed to deliver these and other effective drugs to the site where restenosis has occurred. The main problem with delivering the drug locally is that the blood flow immediately flushes the drug and only a small amount of the delivered drug is actually absorbed by the vessel wall. To solve this problem, the catheter injects the drug into the tissue or local area by repeatedly pressurizing it, which can potentially damage the lumen wall. In pressureless delivery techniques, occlusive balloons are used to isolate the area from the blood stream to allow sufficient absorption of the drug. However, blood flow in the artery may only be occluded for a limited time during which the drug is being delivered. Because of these and other problems, local delivery of the drug does not allow it to be adequately absorbed at the site of restenosis.

【０００６】 再狭窄の他の治療法として、再狭窄が生じた箇所の血管内に放射性アイソトー
プを位置決めすることによって、血管壁にベータ線を照射することが試みられて
きた。しかしながら、この治療法では放射線の貫入深さを制御することができな
い。放射線の貫入深さは使用される放射性アイソトープの形式に応じて定まる。
放射線源は、放射線が治療対象の箇所に供給される際に健康な他の人体部分にも
放射線を照射する場合がある。他の欠点は、放射性物質を取り扱う際に医療関係
者は広範な予防措置をとる必要があるということである。As another treatment for restenosis, it has been attempted to irradiate the blood vessel wall with beta rays by positioning a radioactive isotope within the blood vessel at the location where restenosis has occurred. However, this treatment cannot control the depth of penetration of the radiation. The depth of penetration of the radiation depends on the type of radioisotope used.
The radiation source may also radiate other healthy parts of the body as the radiation is delivered to the point to be treated. Another disadvantage is that medical personnel need to take extensive precautions when handling radioactive material.

【０００７】 切開部を少なくする技術は、食道に対して適用される場合に特に有効である。
数千万人ものアメリカ人が胃食道逆流症（ｇａｓｔｒｏｅｓｏｐｈａｇｅａｌ
ｒｅｆｌｕｘ ｄｉｓｅａｓｅ、ＧＥＲＤ）を患っている。ＧＥＲＤは胃と十二
指腸との内容物が食道に逆流することを特徴とする。これらの症状は、食道と胃
との間の継ぎ目の弁が適正に機能しない場合に起こる。これらの症状が頻発する
場合には、慢性ＧＥＲＤ又は慢性逆流性食道炎と呼ばれる。この症状の徴候は消
化不良又は食事後の食道の不快感、胸やけ、上腹部の痛み、酸味、および吐き戻
しである。[0007] Techniques for reducing incisions are particularly effective when applied to the esophagus.
Tens of millions of Americans have gastroesophageal reflux disease (gastroesophageal)
reflux disease (GERD). GERD is characterized by the contents of the stomach and duodenum being refluxed into the esophagus. These symptoms occur when the valve of the seam between the esophagus and the stomach does not function properly. If these symptoms occur frequently, they are called chronic GERD or chronic reflux esophagitis. Signs of this condition are indigestion or esophageal discomfort after eating, heartburn, upper abdominal pain, sourness, and regurgitation.

【０００８】 医学の研究によって、逆流の際に胃の酸性内容物が食道の上皮即ち皮膚に解剖
学的異常を起こすことが突き止められた。食道の上皮の細胞の形式が、鱗状即ち
円形細胞から柱状即ち長方形細胞へと変化する。この上皮の細胞的損傷はバレッ
ト食道と呼ばれる。 バレット食道は胃食道系の癌の前駆体である。バレット食道に関連する悪性疾
患によって、一年あたり約１００００人の人々が死亡している。逆流症はバレッ
ト食道にまで迅速に進行する。実際、腹腔鏡検査を受けた逆流の症状を有する患
者の９０％が、食道の解剖学的異常を示している。[0008] Medical studies have shown that the acidic contents of the stomach cause anatomical abnormalities in the epithelium or skin of the esophagus during reflux. The type of cells in the epithelium of the esophagus changes from squamous or round cells to columnar or rectangular cells. This cellular damage to the epithelium is called Barrett's esophagus. Barrett's esophagus is a precursor to gastroesophageal cancer. About 10,000 people die each year from malignancies associated with Barrett's esophagus. Reflux progresses rapidly to Barrett's esophagus. In fact, 90% of patients who have undergone laparoscopy and have reflux symptoms exhibit esophageal anatomical abnormalities.

【０００９】 バレット食道が癌と診断されると、通常は食道の病気の部分が除去される。し
かしながら、バレット食道という病気に対する効果的な治療によって、癌への進
行を防止できて、それゆえこの苦痛が多くて激しい治療法を軽減することができ
る。バレット食道の効果的な治療法によって、多数の人々の生命を維持すること
ができる。バレット食道の治療には超音波とアルゴンイオンのプラズマとによる
治療法が示唆されているが、これらの技術は初期の実験段階にあって、有効であ
るとは証明されていない。光力学的治療も可能性があると考えられている。[0009] When Barrett's esophagus is diagnosed with cancer, the diseased portion of the esophagus is usually removed. However, effective treatment of the Barrett's esophagus disease can prevent progression to cancer and thus reduce this painful and intense treatment. Effective treatment of Barrett's esophagus can sustain the lives of many people. Ultrasound and argon ion plasma treatments have been suggested for treating Barrett's esophagus, but these techniques are in early experimental stages and have not proven to be effective. It is believed that photodynamic therapy is also possible.

【００１０】 他の多数の病気を、人体の内部にアクセス可能であって効率的な小型医療装置
によって治療することができる。例えば、胃腸系の一つの病気に幽門狭窄がある
。幽門狭窄は、幽門即ち胃の末端の孔において生じる。幽門は強力な環状の筋肉
からなる帯状部に取り囲まれていて、これを通って胃の内容物が十二指腸内にま
で移動する。[0010] Many other illnesses can be treated with small and efficient medical devices that are accessible inside the human body. For example, one disease of the gastrointestinal system is pyloric stenosis. Pyloric stenosis occurs at the pylorus, the distal hole in the stomach. The pylorus is surrounded by a band of strong annular muscle through which the contents of the stomach travel into the duodenum.

【００１１】 幽門狭窄に対しては、幽門を拡大する治療を施すことによって幽門の通路を開
放させることができる。しかしながら、幽門が拡大すると肥厚する場合がある。
幽門狭窄を治療するのに拡大操作が繰り返されて使用されているが、長期間にわ
たる場合にはこのことは有効な解決策ではないことが判っている。幽門が肥厚す
るのを防ぐ治療法が求められている。For pyloric stenosis, treatment for expanding the pylorus can open the pyloric passage. However, the enlarged pylorus may become thicker.
Repeated dilation procedures have been used to treat pyloric stenosis, but this has not proven to be an effective solution over a prolonged period. There is a need for a treatment to prevent the pylorus from thickening.

【００１２】 このように、小さい切開部に関して人体内部を治療する小型装置と効率的な製
造方法とに対する要望が大きい。内腔の狭窄及び再狭窄を治療して、ＧＥＲＤを
治療して、幽門狭窄を治療するための、効率的であって切開部が小さくてすむ技
術が特に求められている。 発明の概要 人体内に挿入してＸ線を供給するのに適したＸ線供給装置が説明されていて、
このＸ線供給装置は基端部分と先端部分とを有するコネクタと、前記コネクタの
先端部分に接続された真空用ハウジングと、前記真空用ハウジング内に配置され
た陽極と、前記真空用ハウジング内に配置された陰極とを備えている。この陰極
は粒状表面を有し、前記陰極は陽極とコネクタと共に動作してＸ線を発生させる
。前記陰極はゲッタとしても作動させることのできる材料から構成されている。
この陰極はダイヤモンド材料も含みうる。Thus, there is a great need for a small device for treating the inside of a human body with respect to a small incision and an efficient manufacturing method. There is a particular need for an efficient, small incision technique for treating luminal stenosis and restenosis, treating GERD, and treating pyloric stenosis. SUMMARY OF THE INVENTION An X-ray supply device suitable for inserting into a human body to supply X-rays is described.
The X-ray supply device has a connector having a base end portion and a tip end portion, a vacuum housing connected to the tip end portion of the connector, an anode disposed in the vacuum housing, and a vacuum housing. And an arranged cathode. The cathode has a granular surface, which operates with the anode and the connector to generate X-rays. The cathode is composed of a material that can also operate as a getter.
The cathode may also include a diamond material.

【００１３】 人体内に挿入してＸ線を供給するのに適した装置を製造する製造方法が記載さ
れていて、この製造方法においては、ゲッタ用粒状材料から陰極を形成し、陰極
が陽極とコネクタと共に作動してＸ線を発生するように、前記陰極を陽極と真空
用ハウジングとコネクタとに組み合わせる。 本発明は、添付の図面を参照して、以下に述べる種々の実施態様の詳細な説明
に基づいて更に完全に理解されるであろう。A manufacturing method is described for manufacturing a device suitable for supplying X-rays by inserting it into a human body. In this manufacturing method, a cathode is formed from a granular material for getter, and the cathode is connected to the anode. The cathode is combined with the anode, the vacuum housing and the connector to operate with the connector to generate X-rays. The present invention will be more fully understood on the basis of the following detailed description of various embodiments thereof, taken together with the accompanying drawings.

【００１４】 本発明は種々の変更例や代替例をとり得るが、その詳細は図面に例示されて以
下に詳しく述べられるであろう。しかしながら、本発明をこれらの特定の実施態
様に限定する意図はないことを理解すべきである。これとは反対に、請求の範囲
に規定されているように、本発明は本発明の精神と範囲におけるすべての変更物
、同等物、および代替物を含むことを意図している。 種々の実施態様の詳細な説明 本発明を、Ｘ線によって人体内の通路、内腔、血管、空洞又は患部を照射する
多数のＸ線放出装置及びこれを製造する製造方法に適用することができる。本発
明は心臓血管、胃食道系及び胃腸系の再狭窄および狭窄、並びに局部的にＸ線照
射を行うことが有効であることが判っているその他の人体内部の慢性疾患箇所の
治療に特に有利である。本発明はこれら実施例に限定されるものではないが、そ
のような環境において作動する適用例の検討を通じて、本発明の種々の態様を理
解することができる。While the invention is susceptible to various modifications and alternative forms, specifics thereof have been shown by way of example in the drawings and will be described in detail below. It should be understood, however, that the intention is not to limit the invention to these particular embodiments. On the contrary, the invention is intended to cover all modifications, equivalents, and alternatives within the spirit and scope of the invention as defined by the following claims. DETAILED DESCRIPTION OF VARIOUS EMBODIMENTS The present invention can be applied to a number of X-ray emission devices that irradiate passages, lumens, blood vessels, cavities, or affected parts in a human body with X-rays, and a manufacturing method for manufacturing the same. . The present invention is particularly advantageous for the treatment of restenosis and stenosis of the cardiovascular, gastroesophageal and gastrointestinal systems, and other chronic disease sites within the human body for which local x-ray irradiation has proved effective. It is. While the invention is not limited to these embodiments, various aspects of the invention can be understood through a review of applications that operate in such environments.

【００１５】 人体の病状の多数は内腔又は通路の異常な肥厚を伴うものである。本発明者等
は、本発明のＸ線放出装置がこれらの形式の症状を治癒するのに極めて有望であ
ることを見出した。このＸ線放出装置は、前記通路又は内腔の表面上の細胞の第
一の層に貫入させるためのイオン化された放射線を発生させる。この放射線によ
って、細胞の枯死即ち予定された細胞の死がもたらされる。Many medical conditions of the human body involve abnormal thickening of the lumen or passage. The inventors have found that the X-ray emitting device of the present invention is very promising for curing these types of conditions. The x-ray emitting device generates ionized radiation for penetrating a first layer of cells on the surface of the passage or lumen. This radiation results in cell death or scheduled cell death.

【００１６】 枯死は細胞の死の他の形式である壊死とは異なる。枯死の場合には、細胞の遺
伝子構造が破壊されて細胞が複製できなくなり、或る細胞の場合には細胞が死ん
で、細胞の内容物は隣接する細胞に利用される。それゆえ枯死による細胞の死は
、表面細胞を瘢痕させて肥厚させる壊死に比べると、炎症や生化学的炎症が少な
い。[0016] Death differs from necrosis, another form of cell death. In the case of death, the genetic structure of the cell is destroyed and the cell cannot be replicated. In the case of a certain cell, the cell dies and the contents of the cell are used for adjacent cells. Therefore, cell death due to withering is less inflamed and biochemically inflamed than necrosis, which scars and thickens surface cells.

【００１７】 Ｘ線を血管形成または血管の他の拡張が行われた血管領域に放出すると、Ｘ線
によって再狭窄の発生が少なくなることが見いだされている。冠状動脈に放出す
る場合には、Ｘ線を血管の外膜組織内に約２ミリメートルの深さまで貫入させる
ことが望ましい。心筋組織への貫入は最小限にすべきである。更に、冠状動脈に
放出する場合には、ピークエネルギが約８から１０キロ電子ボルト（ｋｅＶ）の
Ｘ線を放出することが望ましい。[0017] It has been found that X-rays reduce the incidence of restenosis when X-rays are emitted into a vascular region where angioplasty or other dilation of a blood vessel has taken place. For emission into the coronary arteries, it is desirable to have the X-rays penetrate into the adventitial tissue of the blood vessel to a depth of about 2 millimeters. Penetration into myocardial tissue should be minimized. Further, when emitting to the coronary arteries, it is desirable to emit X-rays having a peak energy of about 8 to 10 kiloelectron volts (keV).

【００１８】 本発明の一態様においては、食道に位置決めすることのできるＸ線放出装置が
、上皮の異常細胞を枯死させることによってバレット食道を治療するために使用
されている。それゆえ、本発明のＸ線放出装置を使用することによって、バレッ
ト食道の状態が癌にまで進行するのを妨げることもできる。更に、本発明のＸ線
放出装置は幽門狭窄が拡張した後に幽門の肥厚を妨げるのに使用される。In one aspect of the invention, an X-ray emitting device that can be positioned in the esophagus is used to treat Barrett's esophagus by killing abnormal cells of the epithelium. Therefore, the use of the X-ray emitting device of the present invention can also prevent Barrett's esophagus from progressing to cancer. Further, the x-ray emitting device of the present invention is used to prevent pyloric thickening after pyloric stenosis has dilated.

【００１９】 人体内部を治療する場合には、できるだけ小型の装置を使用することが望まし
い。例えば心臓血管系の血管内に移動させる場合には極めて小型の装置を必要と
する。装置が小型であるほど、装置を治療箇所までさらに容易に案内することが
できる。血液をできるだけ多量に流せるようにするために、血管の閉塞を最小限
にすることも重要である。When treating the inside of a human body, it is desirable to use a device as small as possible. For example, when moving into a blood vessel of the cardiovascular system, a very small device is required. The smaller the device, the more easily the device can be guided to the treatment site. It is also important to minimize occlusion of blood vessels so that blood can flow as much as possible.

【００２０】 図１は、第一の実施態様のＸ線放出装置を示し、このＸ線放出装置１０の陰極
１２はゲッタを備えている。 図１に示されているように、Ｘ線放出装置は陰極１２、陽極１４、ハウジング
用外板部１８及び端部キャップ１６を備えている。陽極１４、端部キャップ１６
、および外板部１８は、真空空間を形成する真空用チャンバ２４を形成している
。Ｘ線を発生させるために、陰極と陽極との間に電界が印加され、結果的に、陰
極から電子が放出され、これら電子は陽極に向かって加速される。陽極１４は、
高速の電子が陽極に入射されるときにＸ線を放出する重金属から構成されている
。Ｘ線は陽極１４から放出されて、Ｘ線に対して透過性である外板部１８を通っ
て放出される。陽極と陰極とは特別の適用例に応じて変更可能な間隙によって隔
離されている。冠状動脈へ適用する適用例の多くの場合には、この間隙は０．２
０から１．５ミリメートルの範囲にありうる。FIG. 1 shows an X-ray emission device according to a first embodiment. A cathode 12 of the X-ray emission device 10 has a getter. As shown in FIG. 1, the X-ray emission device includes a cathode 12, an anode 14, a housing plate 18 and an end cap 16. Anode 14, end cap 16
, And the outer plate portion 18 form a vacuum chamber 24 forming a vacuum space. To generate X-rays, an electric field is applied between the cathode and the anode, resulting in the emission of electrons from the cathode, which are accelerated toward the anode. The anode 14 is
It is composed of a heavy metal that emits X-rays when high-speed electrons are incident on the anode. X-rays are emitted from the anode 14 and are emitted through a skin 18 that is transparent to the X-rays. The anode and cathode are separated by a gap which can be varied depending on the particular application. In many applications for coronary applications, this gap is 0.2
It can range from 0 to 1.5 millimeters.

【００２１】 このＸ線放出装置１０には、図１には示されていないコネクタによって高電圧
が供給されうる。このＸ線放出装置１０は、治療の際に人体内に配置されるコネ
クタの先端に接続されうる。コネクタの基端は人体から突出していて、電圧発生
装置に接続されうる。 外板部１８内は真空状態に維持されていることが望ましい。真空状態を形成す
るために、構成部品を真空内で組み立てるか、又はチャンバを通常の方法で排気
する。更に、ゲッタもハウジング内に設置されうる。このゲッタの温度は真空内
の漂遊気体分子と反応する活性温度である。ゲッタは漂遊気体分子を排除して、
外板部内の真空度を高める。The X-ray emitting device 10 can be supplied with a high voltage by a connector not shown in FIG. The X-ray emission device 10 can be connected to a distal end of a connector arranged in a human body during treatment. The proximal end of the connector protrudes from the human body and can be connected to a voltage generator. It is desirable that the inside of the outer plate portion 18 be maintained in a vacuum state. In order to create a vacuum, the components are assembled in a vacuum or the chamber is evacuated in the usual way. Further, a getter may also be located within the housing. The temperature of this getter is the activation temperature at which it reacts with stray gas molecules in a vacuum. Getters eliminate stray gas molecules,
Increase the degree of vacuum in the outer panel.

【００２２】 本発明によれば、電位差を加えると、ゲッタは電子放出装置として機能する。
それゆえ、ゲッタを陰極として使用することができる。この構成要素の組合せに
よって、極めて単純な構成であってさらに小型のＸ線放出装置を形成することが
できる。 体内に約８から１０キロ電子ボルトのＸ線を発生させつつ、陽極と陰極との間
のアークを妨げるのに十分に小さい電界を陰極の表面において維持することが重
要である。陽極および陰極が位置している側とは反対のハウジング用外板部１８
の他側には、導電層１９が接地されている。陰極の表面から外板部の内面に沿っ
て陽極に至る放電を沿面放電と呼ぶ。Ｘ線放出装置の動作を維持するためには、
沿面放電を妨げる必要がある。本発明によれば、陰極面においては冷陰極電子放
出に必要とされる電界が小さいために、沿面放電の危険性は少ない。According to the present invention, when a potential difference is applied, the getter functions as an electron-emitting device.
Therefore, the getter can be used as a cathode. This combination of components makes it possible to form an X-ray emitting device having a very simple configuration and a smaller size. It is important to generate about 8 to 10 kiloelectron volts x-rays in the body while maintaining an electric field at the surface of the cathode that is small enough to prevent an arc between the anode and the cathode. The housing skin 18 opposite the side where the anode and cathode are located
On the other side, a conductive layer 19 is grounded. Discharge from the surface of the cathode to the anode along the inner surface of the outer plate portion is called creeping discharge. In order to maintain the operation of the X-ray emission device,
It is necessary to prevent creeping discharge. According to the present invention, since the electric field required for cold cathode electron emission is small on the cathode surface, the danger of creeping discharge is small.

【００２３】 沿面放電に関する懸念のために、ハウジング用材料を選択する場合には絶縁耐
力を考慮する必要がある。絶縁耐力は絶縁破壊が起こる前に材料が耐え得る最大
の電界である。しかしながら、表面の放電はさらに小さい電界強度においても起
こり得る。多数の個々の要因、例えば表面形状、材料の汚染、材料の履歴、およ
び真空度が沿面放電の電圧に影響を与えうる。Due to concerns about surface discharge, it is necessary to consider dielectric strength when selecting a material for the housing. Dielectric strength is the maximum electric field that a material can withstand before breakdown occurs. However, surface discharges can occur even at lower field strengths. Many individual factors, such as surface topography, material contamination, material history, and degree of vacuum, can affect the creeping discharge voltage.

【００２４】 電力出力を監視して沿面放電の発生を検出する安全スイッチ機構を設けること
ができる。沿面放電が起こる場合には、ケーブル内の残り全ての静電エネルギは
、人体の外部にある高電圧源内の抵抗器に迅速に移行する。 陰極において要求される電界を小さくすることによって、製造をさらに安価に
することができる。陰極面の微少な凹凸部によって印加される電圧に対する電界
が大きくなり、沿面放電の可能性が増す。陰極において要求される電界が小さい
ほど、陰極面に凹凸部が多数存在していても沿面放電の危険性を伴うことなしに
これを許容することができる。A safety switch mechanism for monitoring the power output and detecting the occurrence of creeping discharge can be provided. If a creeping discharge occurs, all remaining electrostatic energy in the cable will quickly transfer to resistors in a high voltage source external to the body. By reducing the required electric field at the cathode, manufacturing can be made even cheaper. The electric field with respect to the voltage applied by the minute concavo-convex portions on the cathode surface increases, and the possibility of creeping discharge increases. The smaller the required electric field at the cathode, the more it can be tolerated without the risk of creeping discharge, even if there are many irregularities on the cathode surface.

【００２５】 本発明によれば、Ｘ線を発生させるのに適した電界において電子を放出させる
ために、金属の粒状材料から形成された陰極を更にダイヤモンド等で被覆する必
要はない。粒状の陰極面は、適度な電界において電子を効率的に電界放出させう
る複数の微小突起を形成する。それゆえ、本発明によれば、陰極はゲッタ用粒状
材料から構成されている。ゲッタ用粒状材料を使用することにより、１マイクロ
メートル当たり１０から５０ボルトの電界において、１平方ミリメートル当たり
約０．５から５ミリアンペアの電界放出用電流密度が陰極において観察される。
この放出用電流レベルは、Ｘ線が発生するのに適した電界においてダイヤモンド
により被覆された陰極の電流レベルと同じである。しかしながら、陰極としてゲ
ッタ用粒状材料を用いるＸ線放出装置を製造するのはそれほど複雑ではない。微
小突起を有する陰極は、粒径が０．５から５０マイクロメートルであるゲッタ用
粒状材料又は粉末による熱拡散ボンディングによって形成されうる。According to the present invention, in order to emit electrons in an electric field suitable for generating X-rays, it is not necessary to further coat the cathode formed of a metal particulate material with diamond or the like. The granular cathode surface forms a plurality of microprojections capable of efficiently emitting electrons in an appropriate electric field. Therefore, according to the invention, the cathode is composed of a getter particulate material. By using the getter particulate material, a field emission current density of about 0.5 to 5 milliamps per square millimeter at an electric field of 10 to 50 volts per micrometer is observed at the cathode.
This emission current level is the same as that of a cathode coated with diamond in an electric field suitable for generating X-rays. However, manufacturing an X-ray emitting device using a getter particulate material as a cathode is not very complicated. Cathodes with microprojections can be formed by thermal diffusion bonding with a getter particulate material or powder having a particle size of 0.5 to 50 micrometers.

【００２６】 本発明の一つの実施態様によれば、本発明の陰極を形成する前にゲッタ用粒状
材料をダイヤモンド粉末と混合することによって、要求される小さい電界を維持
しつつＸ線を放出できる。ダイヤモンド材料は、電界が印加されるときに電子を
容易に放出するという電界放出装置としての特性を有している。陰極にダイヤモ
ンド粉末が含まれている場合、１マイクロメートル当たり１０から５０ボルトの
電界が、１平方ミリメートル当たり１から１０ミリアンペアの範囲の電流密度を
発生させる。According to one embodiment of the present invention, X-rays can be emitted while maintaining the required small electric field by mixing the getter particulate material with diamond powder before forming the cathode of the present invention. . The diamond material has a property as a field emission device that easily emits electrons when an electric field is applied. When the cathode contains diamond powder, an electric field of 10 to 50 volts per micrometer produces a current density in the range of 1 to 10 milliamps per square millimeter.

【００２７】 このダイヤモンド材料を多数の購入先から市場で入手することができる。この
ダイヤモンド材料は天然のダイヤモンド鉱床からも産出されうるが、ダイヤモン
ド材料粉末のほとんどはＣＶＤ処理によって得られる。 本発明のＸ線放出装置が動作すると熱が発生する。それゆえ、重要なことには
このＸ線放出装置を構成するのに使用されるすべての材料は熱膨張係数（ＣＴＥ
）が同様である。異なるＣＴＥを有する材料を使用した場合には、このＸ線放出
装置の真空用チャンバの結合性が保てなくなる場合がある。本発明の一つの実施
態様によれば、端部キャップ１６は４．９×１０-6℃-1のＣＴＥを有するモリブ
デンから構成されうる。このＸ線放出装置の外板部１８は、３．８×１０-6℃-1 のＣＴＥを有する等方性窒化ホウ素から構成されうる。陽極が同軸ケーブルに最
も近い位置の外板部１８の端部を封止しているので、陽極のＣＴＥも重要である
。この陽極は、４．８×１０-6℃-1のＣＴＥを有するタングステンから構成され
うる。This diamond material is commercially available from a number of sources. Although this diamond material can also be produced from natural diamond deposits, most of the diamond material powder is obtained by a CVD process. When the X-ray emitting device of the present invention operates, heat is generated. Importantly, therefore, all the materials used to construct this x-ray emission device have a coefficient of thermal expansion (CTE).
) Is the same. When materials having different CTEs are used, the vacuum chamber of the X-ray emission device may not maintain the connectivity. According to one embodiment of the present invention, end cap 16 may be comprised of molybdenum having a CTE of 4.9 × 10 −6 ° C. −1 . The outer plate 18 of the X-ray emission device can be made of isotropic boron nitride having a CTE of 3.8 × 10 −6 ° C. −1 . The CTE of the anode is also important because the anode seals the end of the skin 18 closest to the coaxial cable. This anode may be composed of tungsten having a CTE of 4.8 × 10 −6 ° C. −1 .

【００２８】 熱の発生によって生じる他の問題点は、冷却することが望ましい場合があるこ
とである。本発明のＸ線放出装置を血管内で使用する場合には、発生した熱は、
Ｘ線放出装置を通過する血流によって十分に発散される。このＸ線放出装置を食
道その他の空洞内で使用する場合には、このＸ線放出装置を取り囲むバルーンを
通じて流体が循環して、人体の損傷を妨げることができる。Another problem created by the generation of heat is that cooling may be desirable. When using the X-ray emitting device of the present invention in a blood vessel, the generated heat is
It is sufficiently diverged by the blood flow passing through the X-ray emitting device. When the X-ray emitting device is used in an esophagus or other cavities, fluid can circulate through a balloon surrounding the X-ray emitting device to prevent human injury.

【００２９】 図２を参照すると、このＸ線放出装置の端部キャップの側面が示されている。
一つの実施態様では、Ｘ線放出装置の構成要素は真空ろう付け作用によって一緒
に接合されている。ろう付け用合金２２が陰極を端部キャップに接合している。
さらなるろう付け用合金が端部キャップを外板部に接合している。図１に示すよ
うに、さらなる他のろう付け用合金が陽極を外板部に接合している。真空ろう付
け技術は真空用チャンバ２４を結合させて維持するのに重要である。本発明のＸ
線放出装置に使用されている真空ろう付け剤は、例えば、ミネソタ州のミネアポ
リスにあるコラル研究所（Ｋｏｒａｌ Ｌａｂｓ．）から供給されうる。好まし
いろう付け用合金の二つの例としては、金錫合金（ＡｕＳｎ）と金ゲルマニウム
合金（ＡｕＧｅ）とが挙げられる。Referring to FIG. 2, a side view of the end cap of the X-ray emitting device is shown.
In one embodiment, the components of the X-ray emitting device are joined together by vacuum brazing. Brazing alloy 22 joins the cathode to the end cap.
Additional brazing alloy joins the end cap to the skin. As shown in FIG. 1, yet another brazing alloy joins the anode to the skin. Vacuum brazing techniques are important in maintaining and maintaining the vacuum chamber 24. X of the present invention
Vacuum brazing agents used in line emitting devices can be supplied, for example, from the Coral Labs, Minneapolis, MN. Two examples of preferred brazing alloys include a gold-tin alloy (AuSn) and a gold-germanium alloy (AuGe).

【００３０】 ゲッタ用陰極１２は多数の異なる形式のゲッタ用材料から構成することができ
る。このゲッタはジルコニウム、アルミニウム、バナジウム、鉄、及び／又はチ
タンを含みうる。一つの実施態様においては、ゲッタ用材料はバナジウム、鉄及
びジルコニウムを含む合金から構成されうる。ゲッタ用陰極の材料の一つの好ま
しい選択物は、ＳＡＥＳによって製造されていてＳＴ７０７と称される材料であ
る。ゲッタ用合金のＳＴ７０７は熱拡散ボンディングによって製造されて、２４
．６％のバナジウム、５．４％の鉄及び７０％のジルコニウムから構成されてい
る。The getter cathode 12 can be composed of a number of different types of getter materials. The getter may include zirconium, aluminum, vanadium, iron, and / or titanium. In one embodiment, the getter material may comprise an alloy including vanadium, iron and zirconium. One preferred choice of getter cathode material is a material manufactured by SAES and designated as ST707. The getter alloy ST707 is manufactured by thermal diffusion bonding,
. It is composed of 6% vanadium, 5.4% iron and 70% zirconium.

【００３１】 このゲッタは適度な電界、例えば１マイクロメートル当たり１０から６０ボル
トの電界において有効な陰極として働くのに十分な導電性を有していて電子を放
出させることができる。ゲッタを作動させる前に、ゲッタ用材料を標準状態の大
気から遮断する酸化層でもってゲッタを被覆する。ゲッタを真空において活性温
度まで加熱すると、この酸化層はゲッタの内部に拡散して活性ゲッタ面を露出さ
せ、この活性ゲッタ面は殆どの気体分子と反応して結合する。真空状態の下では
、この活性ゲッタ面は殆どの漂遊気体分子と反応してこれらをゲッタに結合させ
、それにより真空度を向上させる。ＳＡＥＳのＳＴ７０７合金のゲッタは４００
から５００℃の活性温度を有する。The getter is capable of emitting electrons at a moderate electric field, for example, 10 to 60 volts per micrometer, having sufficient conductivity to act as an effective cathode. Prior to operating the getter, the getter is coated with an oxide layer that isolates the getter material from normal atmospheric conditions. When the getter is heated to the activation temperature in a vacuum, the oxide layer diffuses inside the getter, exposing the active getter surface, which reacts and binds with most of the gas molecules. Under vacuum conditions, the active getter surface reacts with most of the stray gas molecules and binds them to the getter, thereby increasing the vacuum. SAES ST707 alloy getter 400
It has an activation temperature from to 500 ° C.

【００３２】 陰極の形状によって、陰極の電子放出作用が影響を受ける。図３は図１と図２
とに示された陰極の断面を示している。この陰極は一端が半球状である円柱形状
である。直径Ｄは０．７５ミリメートルである。この陰極の長さＬは１．３０ミ
リメートルである。Ｄが０．５０ミリメートルであってＬが１．３０ミリメート
ルである更に小型の陰極が図４に示されている。The shape of the cathode affects the electron emission action of the cathode. FIG. 3 shows FIGS. 1 and 2
2 shows a cross section of the cathode shown in FIG. The cathode has a cylindrical shape with one end being hemispherical. The diameter D is 0.75 millimeter. The length L of this cathode is 1.30 mm. A smaller cathode with D of 0.50 millimeters and L of 1.30 millimeters is shown in FIG.

【００３３】 図５は標準型の１１８°のドリル状先端を有する陰極１２を示している。図５
に示されるこの陰極１２の場合、Ｄは０．７５ミリメートル、Ｌは１．３０ミリ
メートルである。 図６は標準型の１１８°のドリル状先端を有する更に小型の陰極１２を示して
いる。図６に示されるこの陰極１２の場合、Ｄは０．５０ミリメートルであって
Ｌは１．３０ミリメートルである。FIG. 5 shows the cathode 12 with a standard 118 ° drill tip. FIG.
In the case of this cathode 12 shown in FIG. 1, D is 0.75 mm and L is 1.30 mm. FIG. 6 shows a smaller cathode 12 having a standard 118 ° drilled tip. For this cathode 12 shown in FIG. 6, D is 0.50 millimeter and L is 1.30 millimeter.

【００３４】 図７は鋭利な先端を有する陰極１２を示している。この角度Θは６０°である
。図７に示される陰極の場合、Ｄは０．５０ミリメートル、Ｌは１．３０ミリメ
ートルである。 図８に示された陰極も角度Θが６０°の鋭利な先端を有している。直径Ｄは０
．７５ミリメートルであり、長さＬは１．３０ミリメートルである。FIG. 7 shows a cathode 12 having a sharp tip. This angle Θ is 60 °. In the case of the cathode shown in FIG. 7, D is 0.50 millimeter and L is 1.30 millimeter. The cathode shown in FIG. 8 also has a sharp tip with an angle Θ of 60 °. Diameter D is 0
. 75 mm and the length L is 1.30 mm.

【００３５】 陽極と陰極との間に電界を印加するために、図示されていない同軸ケーブルを
コネクタとして使用しうる。この同軸ケーブルは、人体の外部に位置している基
端において高電圧発生源に接続されうる。同軸ケーブルの先端においては、この
同軸ケーブルはＸ線放出装置に接続されうる。同軸ケーブルの内部導体は適切な
電圧において陽極に接続されうる。同軸ケーブルの外部導体層は接地されて、導
電性半田を通じて陰極のベースに接続されうる。他の公知の方法を使用して陽極
と陰極との間に電界を印加することもできる。A coaxial cable (not shown) may be used as a connector to apply an electric field between the anode and the cathode. The coaxial cable can be connected to a high voltage source at a proximal end located outside the body. At the end of the coaxial cable, the coaxial cable can be connected to an X-ray emitting device. The inner conductor of the coaxial cable can be connected to the anode at a suitable voltage. The outer conductor layer of the coaxial cable can be grounded and connected to the base of the cathode through conductive solder. Other known methods can be used to apply an electric field between the anode and the cathode.

【００３６】 本発明に関連して使用される同軸ケーブルは、要求される電圧を担持して、人
体の内部通路に追従して鋭く湾曲するのに十分な可撓性を有していて、治療され
るべき人体の領域を通過するのに十分に小さい直径を有する必要がある。標準型
の高電圧用同軸ケーブルの可撓性は一般に十分ではない。しかしながら、本発明
者は、約１ミリメートルから３ミリメートルの外径を備えていて十分な可撓性を
有する小型高周波同軸ケーブルを利用できることを見いだしている。これらの形
式のケーブルは、高周波の用途において数キロボルト（ｋＶ）よりも小さい電圧
において典型的に使用されている。本発明に関して、本発明者は、そのようなケ
ーブルは、絶縁破壊することなしに７５から１００ｋＶ程度の直流電圧を保持で
きることを見いだしている。それゆえ、これらのケーブルは本発明のＸ線放出装
置の使用に適する。一つの実施態様では、外径が３ミリメートル以下のケーブル
が使用されている。他の実施態様では、ケーブルの外径は１から２ミリメートル
である。そのようなケーブルは、例えばニューハンプシャー州リスボン（Ｌｉｓ
ｂｏｒｎ）にあるニューイングランド電線株式会社（Ｎｅｗ Ｅｎｇｌａｎｄ
Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｗｉｒｅ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）によって製造されてい
る。The coaxial cable used in connection with the present invention has sufficient flexibility to carry the required voltage and to bend sharply following the internal passages of the human body. It must have a diameter small enough to pass through the area of the human body to be done. The flexibility of standard high voltage coaxial cables is generally not sufficient. However, the present inventor has found that small high frequency coaxial cables having an outer diameter of about 1 to 3 millimeters and having sufficient flexibility can be used. These types of cables are typically used at voltages below a few kilovolts (kV) in high frequency applications. With respect to the present invention, the inventors have found that such cables can hold DC voltages on the order of 75 to 100 kV without dielectric breakdown. Therefore, these cables are suitable for use with the X-ray emitting device of the present invention. In one embodiment, cables having an outer diameter of 3 millimeters or less are used. In another embodiment, the outer diameter of the cable is 1-2 millimeters. Such cables are available, for example, from Lisbon, NH
New England Electric Wire Co., Ltd. (New England)
Electric Wire Corporation).

【００３７】 Ｘ線放出装置の外板部１８は、治療箇所に十分な放射線量が到達可能なように
Ｘ線に対して概ね透過性でありうる。この外板部は電気絶縁体でもあって、接地
されている外板部の外部と高電圧である外板部の内部との間で放電することなく
Ｘ線放出装置を支持することができる。外板部は、化学的蒸着法（ＣＶＤ）の窒
化ホウ素、ＣＶＤの窒化珪素、酸化ベリリウム、酸化アルミニウム、もしくはそ
の他のセラミック材料から構成されうる。外板部は三次元構造のＣＶＤダイヤモ
ンドから構成されうる。The skin 18 of the X-ray emitting device may be substantially transparent to X-rays so that a sufficient radiation dose can reach the treatment site. The outer plate is also an electrical insulator, and can support the X-ray emission device without discharging between the outside of the grounded outer plate and the inside of the high voltage outer plate. The skin may be composed of chemical vapor deposited (CVD) boron nitride, CVD silicon nitride, beryllium oxide, aluminum oxide, or other ceramic materials. The outer plate may be made of a three-dimensionally structured CVD diamond.

【００３８】 本発明の一つの実施態様においては、陰極の電界放出特性は、陰極面を変化さ
せて所定の電界放出パラメータが得られるようにコンディショニングを行うこと
により修正されうる。電極間の距離と相対位置とを変化させて高電圧を数回印加
することによって、電極間に放電を起こさせる。放電によって、陰極面の不安定
な放出箇所が破壊され、要求される範囲の電界放出パラメータが得られる。その
結果得られたコンディショニングされた陰極は更に安定した性能を有しうる。In one embodiment of the present invention, the field emission characteristics of the cathode can be modified by changing the cathode surface and conditioning to obtain predetermined field emission parameters. By changing the distance between the electrodes and the relative position and applying a high voltage several times, a discharge is caused between the electrodes. The discharge destroys unstable emission sites on the cathode surface and provides the required range of field emission parameters. The resulting conditioned cathode may have more stable performance.

【００３９】 陰極のコンディショニング作用は、１９９５年にアカデミック出版（Ａｃａｄ
ｅｍｉｃ Ｐｒｅｓｓ）から発行されたアールブイラサム編集者（Ｒ．Ｖ． Ｌ
ａｔｈａｍ、 Ｅｄｉｔｏｒ）による「高電圧真空絶縁：基本概念と技術的実際
（Ｈｉｇｈ Ｖｏｌｔａｇｅ Ｖａｃｕｕｍ Ｉｎｓｕｌａｔｉｏｎ : Ｂａ
ｓｉｃ Ｃｏｎｃｅｐｔｓ ａｎｄ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｃａｌ Ｐｒａｃｔ
ｉｃｅ）」に開示された概念に基づいて行われる。例えば、電流によるコンディ
ショニングは、陰極と直列抵抗とに電圧を印加する工程を含む。陰極内の「予備
的絶縁破壊（ｐｒｅ−ｂｒｅａｋｄｏｗｎ）」電流が処理前に安定化するように
、印加電圧を少しずつ増加させる。このコンディショニング手順は典型的には要
求される動作電圧に到達するまで続けられる。The conditioning action of the cathode was described in 1995 by Academic Publishing (Acad).
R. V.L.
High Voltage Vacuum Insulation: Ba by A.T.Atam, Editor.
sic Concepts and Technological Pract
(ice)). For example, conditioning by current involves applying a voltage to the cathode and the series resistor. The applied voltage is gradually increased so that the "pre-breakdown" current in the cathode stabilizes before processing. This conditioning procedure is typically continued until the required operating voltage is reached.

【００４０】 他の実施例として、「グロー放電」によるコンディショニングは低エネルギの
気体イオンのスパッタリング作用の利用を含んでいて陰極面から汚染部を除去す
るものである。交流電流を陰極と電極とに供給しつつ真空用チャンバの圧力を上
昇させることによって、低電圧のＡＣグロー放電を陰極と電極との間に発生させ
る。In another embodiment, conditioning by “glow discharge” involves the use of sputtering of low energy gaseous ions to remove contaminants from the cathode surface. By raising the pressure in the vacuum chamber while supplying an alternating current to the cathode and the electrode, a low-voltage AC glow discharge is generated between the cathode and the electrode.

【００４１】 更に他の実施例は気体によるコンディショニングであり、これは陰極付近の間
隙において、数マイクロアンペアの電流であって約１０-5ミリバールまでの圧力
において電界を次第に増大させる工程を含む。放出電流は放出電流の漸近極限に
達するまで２０分間にわたって消滅させられる。この手順は、陰極の動作電界が
要求される値に達するまで、電界強度を増大させながら繰り返される。Yet another embodiment is gas conditioning, which involves gradually increasing the electric field in the gap near the cathode at a current of a few microamps and a pressure of up to about 10 −5 mbar. The emission current is extinguished for 20 minutes until the asymptotic limit of the emission current is reached. This procedure is repeated with increasing field strength until the operating field of the cathode reaches the required value.

【００４２】 最終的な実施例として、「スポットノッキング（ｓｐｏｔ ｋｎｏｃｋｉｎｇ
）」として知られているスパーク作用によるコンディショニングが使用されうる
。この方法は、基本的には電流によるコンディショニングのように行われるが、
スパークのエネルギの消失速度を増加させるために直列抵抗を少なくする必要が
ある。この方法を使用する際、間隙に関連する外部静電容量を最小限にし、それ
によりスパーク時に、制限された量のエネルギ（≦１０Ｊ）のみが間隙内で消失
するようにする必要がある。更に精巧なスパーク作用によるコンディショニング
は、超高真空状況下においてナノ秒範囲での放電を使用する工程を含む。As a final example, “spot knocking”
) "Can be used. This method is basically performed like current conditioning,
It is necessary to reduce the series resistance in order to increase the rate at which the energy of the spark is dissipated. When using this method, it is necessary to minimize the external capacitance associated with the gap, so that only a limited amount of energy (≦ 10 J) is lost in the gap during sparking. More sophisticated spark conditioning involves the use of discharges in the nanosecond range under ultra-high vacuum conditions.

【００４３】 本発明の一つの実施態様において、陰極を改良するためにスパーク作用による
コンディショニングと電流によるコンディショニングとが使用されうる。電流に
よるコンディショニングにおいて電圧を低速で印加させることは、本発明の陰極
をコンディショニングするのに最適の方法でありうる。前述したように、電流に
よるコンディショニングは陰極と陽極との間に印加させる電圧を低速で増大させ
る。本発明の陰極に対する電圧の印加作用は、１ミリメートル当たり約１ｋＶか
ら、１ミリメートル当たり約６０ｋＶまで徐々に増大させ、１ミリメートル当た
り１００ｋＶ程度にされる。本発明の一つの実施態様では、印加される電圧は１
ミリメートル当たり１ｋＶの増し分で増大される。一つの陰極をコンディショニ
ングするための手順は約３０分を要しうる。コンディショニングのプロセスを、
陰極がハウジング内に組み込まれる前に行ってもよい。In one embodiment of the present invention, conditioning by spark action and conditioning by current may be used to improve the cathode. Applying a voltage at a low rate in conditioning by current may be the best way to condition the cathode of the present invention. As described above, the conditioning by current increases the voltage applied between the cathode and the anode at a low speed. The action of applying a voltage to the cathode of the present invention is gradually increased from about 1 kV per millimeter to about 60 kV per millimeter, to about 100 kV per millimeter. In one embodiment of the invention, the applied voltage is 1
It is increased in 1 kV increments per millimeter. The procedure for conditioning one cathode can take about 30 minutes. The conditioning process
This may be done before the cathode is incorporated into the housing.

【００４４】 電圧を増大させつつ低速で印加することによって、陰極に存在する微小突起が
徐々に融解する。最も鋭利な電界放出用微小突起は、電流によるコンディショニ
ングによって運ばれた電子の過剰な放出作用によって熱的に鈍化させられる。 人体に挿入されてＸ線を供給するのに適したＸ線放出装置を製造する製造方法
も本発明に含まれる。はじめに、成型されたゲッタ用粒状材料を含む陰極構造体
を用意する。次いで、この陰極と陽極とを、真空用ハウジング内に挿入して、そ
れにより陰極が陽極と共に作動してＸ線を発生させるようになる。この製造方法
は、陰極及びゲッタ用構成要素が同一の構造部内に存在しているので単純である
と云う利点を有している。By applying the voltage at a low speed while increasing the voltage, the minute projections present on the cathode gradually melt. The sharpest field emission microprojections are thermally blunted by the excessive emission of electrons carried by the conditioning by current. The present invention also includes a manufacturing method for manufacturing an X-ray emission device suitable for supplying X-rays by being inserted into a human body. First, a cathode structure including a molded granular material for getter is prepared. The cathode and anode are then inserted into the vacuum housing so that the cathode works with the anode to generate X-rays. This manufacturing method has the advantage that it is simple because the cathode and getter components are in the same structure.

【００４５】 上記の種々の実施態様は例示する目的のみで提供されたものであって、本発明
を限定するものではないと解釈するべきである。当業者であれば、ここに図示し
且つ説明された実施態様に基づくことなく、また請求の範囲に規定された本発明
の精神及び範囲から逸脱することなく、種々の修正や変形を容易に行うことがで
きるであろう。The various embodiments described above are provided for illustrative purposes only and should not be construed as limiting the invention. Various modifications and variations will readily occur to those skilled in the art without departing from the embodiments shown and described herein and without departing from the spirit and scope of the invention, which is set forth in the following claims. Will be able to.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】 本発明のＸ線放出装置の実施態様の斜視図である。FIG. 1 is a perspective view of an embodiment of the X-ray emission device of the present invention.

【図２】 本発明のＸ線放出装置の陰極とキャップとの断面図である。FIG. 2 is a sectional view of a cathode and a cap of the X-ray emission device of the present invention.

【図３】 本発明のＸ線放出装置の実施態様の陰極の断面図である。FIG. 3 is a sectional view of a cathode of the embodiment of the X-ray emission device of the present invention.

【図４】 本発明のＸ線放出装置の他の実施態様において使用される陰極の断面図である
。FIG. 4 is a sectional view of a cathode used in another embodiment of the X-ray emission device of the present invention.

【図５】 本発明のＸ線放出装置の他の実施態様の陰極の断面図である。FIG. 5 is a sectional view of a cathode of another embodiment of the X-ray emission device of the present invention.

【図６】 本発明のＸ線放出装置の他の実施態様の陰極の断面図である。FIG. 6 is a cross-sectional view of a cathode of another embodiment of the X-ray emission device of the present invention.

【図７】 本発明のＸ線放出装置のさらなる実施態様の陰極の断面図である。FIG. 7 is a sectional view of a cathode of a further embodiment of the X-ray emission device of the present invention.

【図８】 本発明のＸ線放出装置の他の実施態様の陰極の断面図である。FIG. 8 is a sectional view of a cathode of another embodiment of the X-ray emission device of the present invention.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ， ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，Ｄ Ｋ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ， ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，Ｌ Ｖ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ， ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，Ｕ Ｚ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 シュレイナー，デール エル. アメリカ合衆国，ミネソタ 55322，コロ ン，カントリー ロード 9380 ＃140 Ｆターム(参考） 4C082 AA03 AC02 AE05 AG01 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continuation of front page (81) Designated country EP (AT, BE, CH, CY, DE, DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, LU, MC, NL, PT, SE ), OA (BF, BJ, CF, CG, CI, CM, GA, GN, GW, ML, MR, NE, SN, TD, TG), AP (GH, GM, KE, LS, MW, SD, SZ, UG, ZW), EA (AM, AZ, BY, KG, KZ, MD, RU, TJ, TM), AL, AM, AT, AU, AZ, BA, BB, BG, BR, BY, CA, CH, CN, CU, CZ, DE, DK, EE, ES, FI, GB, GE, GH, GM, HR, HU, ID, IL, IS, JP, KE, KG, KP , KR, KZ, LC, LK, LR, LS, LT, LU, LV, MD, MG, MK, MN, MW, MX, NO, NZ, PL, PT, RO, RU, SD, SE, SG, SI, SK, SL, TJ, TM, TR, TT, UA, UG, UZ, VN, YU, ZW (72) Inventor Schleiner, Dale El. USA, Minnesota 55322, Colon, Country Road 9380 # 140 F Term (reference) 4C082 AA03 AC02 AE05 AG01

Claims (12)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 人体内に挿入してＸ線を供給するのに適したＸ線供給装置に
おいて、 基端部分と先端部分とを有するコネクタと、 前記コネクタの前記先端部分に接続された真空用ハウジングと、 前記真空用ハウジング内に配置された陽極と、 前記真空用ハウジング内に配置されて、粒状表面を有している陰極とを備え、 前記陰極は前記陽極と前記コネクタと共に作動してＸ線を発生させ、前記陰極
はゲッタとしても作動させることのできる材料から構成されているＸ線供給装置
。1. An X-ray supply device suitable for supplying X-rays by inserting it into a human body, comprising: a connector having a base end and a tip; and a vacuum connector connected to the tip of the connector. A housing, an anode disposed within the vacuum housing, and a cathode disposed within the vacuum housing and having a granular surface, wherein the cathode operates with the anode and the connector to form X. An X-ray supply device that generates a line and the cathode is made of a material that can also operate as a getter. 【請求項２】 前記陰極の前記粒状表面が、Ｘ線用の適度な電界が陰極に印
加された場合に、電子を電界放出させることのできる複数の突起を備えている請
求項１に記載のＸ線供給装置。2. The method according to claim 1, wherein the granular surface of the cathode is provided with a plurality of protrusions capable of causing electrons to emit a field when an appropriate electric field for X-rays is applied to the cathode. X-ray supply device. 【請求項３】 前記陰極は、粒子の寸法が約０．５から５０マイクロメート
ルの範囲である粒状材料から形成されている請求項１に記載のＸ線供給装置。3. The X-ray supply of claim 1, wherein the cathode is formed from a particulate material having a particle size in the range of about 0.5 to 50 micrometers. 【請求項４】 前記陰極がゲッタ用粒状材料の熱拡散ボンディングによって
形成されている請求項１に記載のＸ線供給装置。4. The X-ray supply device according to claim 1, wherein the cathode is formed by thermal diffusion bonding of a getter granular material. 【請求項５】 前記陽極と前記陰極とが約０．２から１．５ミリメートルの
範囲の距離だけ離れている請求項１に記載のＸ線供給装置。5. The X-ray supply of claim 1, wherein said anode and said cathode are separated by a distance in the range of about 0.2 to 1.5 millimeters. 【請求項６】 前記コネクタが可撓性を有する同軸ケーブルである請求項１
に記載のＸ線供給装置。6. The connector according to claim 1, wherein the connector is a flexible coaxial cable.
3. The X-ray supply device according to 1. 【請求項７】 前記陰極が、バナジウム、鉄、ジルコニウム、アルミニウム
、およびチタンからなるグループの少なくとも一つを含む請求項１に記載のＸ線
供給装置。7. The X-ray supply device according to claim 1, wherein the cathode includes at least one of a group consisting of vanadium, iron, zirconium, aluminum, and titanium. 【請求項８】 前記陰極が、陰極面における不安定な放出箇所を少なくする
コンディショニング処理によって形成される請求項１に記載のＸ線供給装置。8. The X-ray supply device according to claim 1, wherein the cathode is formed by a conditioning process for reducing unstable emission sites on the cathode surface. 【請求項９】 前記陰極が、ゲッタ用材料と共に混合されたダイヤモンド粉
末をさらに含む請求項１に記載のＸ線供給装置。9. The X-ray supply device according to claim 1, wherein the cathode further includes diamond powder mixed with a getter material. 【請求項１０】 前記陰極の前記粒状表面が、Ｘ線用の適度な電界が陰極に
印加された場合に、電子を電界放出させることのできる複数の突起を備えている
請求項９に記載のＸ線供給装置。10. The cathode according to claim 9, wherein the granular surface of the cathode is provided with a plurality of protrusions capable of causing field emission of electrons when an appropriate electric field for X-rays is applied to the cathode. X-ray supply device. 【請求項１１】 人体内に挿入してＸ線を供給するのに適したＸ線供給装置
を製造する製造方法において、 ゲッタ用粒状材料から陰極を形成し、 前記陰極を陽極と真空用ハウジングとコネクタとに結合させ、それにより前記
陰極を前記陽極と前記コネクタと共に作動させてＸ線を発生させるようにした製
造方法。11. A manufacturing method for manufacturing an X-ray supply device suitable for supplying X-rays by inserting it into a human body, comprising forming a cathode from a granular material for getter, wherein the cathode is an anode, a vacuum housing, A method of manufacturing, the method comprising: coupling to a connector, whereby the cathode is operated with the anode and the connector to generate X-rays. 【請求項１２】 人体内に挿入してＸ線を供給するのに適したＸ線供給装置
の陰極において、該陰極は粒状表面を有していてＸ線を発生するように作動し、
該陰極はゲッタとしても作動させることのできる材料から構成されている陰極。12. A cathode of an X-ray supply device adapted to be inserted into a human body to supply X-rays, wherein the cathode has a granular surface and operates to generate X-rays.
The cathode is made of a material that can also operate as a getter.
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